ES2330067B1 - Metodo y dispositivo de monitorizacion del estado del pulmon. - Google Patents
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Abstract
Método y dispositivo de monitorización del
estado del pulmón.
El dispositivo capta datos a la salida de un
tubo endotraqueal del paciente, de la presión y del flujo de aire
de respiración. De acuerdo con la invención un procesador conectado
al sensor de presión y al sensor de flujo de aire calcula la
resistencia de la vía aérea, de la distensibilidad pulmonar
dinámica, de la inertancia pulmonar y de la presión final positiva
espiratoria a partir de la presión y del flujo de aire.
Description
Método y dispositivo de monitorización del
estado del pulmón.
La aplicación de esta invención se corresponde
con la actividad desarrollada en el ámbito de la sanidad,
específicamente en el sector del equipamiento médico, y más
concretamente en el relacionado con los productos de asistencia
para terapias respiratorias tanto ambulatorias como
hospitalarias.
El objeto de la invención se refiere a un
dispositivo para monitorizar el estado del pulmón que no interfiera
con el normal desarrollo de la terapia ventilatoria, que sea capaz
de calcular todos los parámetros de la mecánica pulmonar y
adaptarse a cualquier modalidad respiratoria: ventilación
convencional, alta frecuencia, ventilación líquida parcial y total,
todo ello de acuerdo con un método que utiliza todos los valores
adquiridos para el cálculo sin tener que estimar unos parámetros en
función de cómo varíen los otros.
Cuando un paciente se encuentra intubado (con un
tubo endotraqueal introducido en la traquea del paciente y
conectado a un respirador que establece los flujos de inspiración y
espiración) y, especialmente, cuando se encuentra anestesiado, es
muy importante poder controlar y establecer debidamente los
parámetros de funcionamiento del respirador de acuerdo con las
características del paciente y su estado médico (mecánica pulmonar).
También es muy importante conocer los datos de la mecánica
pulmonar en pacientes neonatos, puesto que en este caso un error en
la terapia respiratoria utilizada puede provocar graves daños.
La mecánica pulmonar se podría definir mediante
las siguientes variables:
- -
- Inertancia pulmonar, que define la dificultad para cambiar el sentido de la respiración.
- -
- Distensibilidad pulmonar, que indica la facilidad con que el pulmón puede distenderse o estrecharse. La distensibilidad (compliance) sería el inverso de la elasticidad.
- -
- Resistencia de la vía aérea, que cuantifica la dificultad para introducir o extraer aire del pulmón.
- -
- Presión final residual en el pulmón, que corresponde con la presión que queda en el pulmón en todo momento, incluso después de una espiración.
A partir de los valores de estos datos de la
mecánica pulmonar, el médico establece los parámetros de
funcionamiento del respirador de acuerdo con la terapia
ventilatoria más adecuada para el paciente.
Se han hecho diversos intentos encaminados a
calcular con precisión los valores asociados a la mecánica pulmonar
pero, hasta el momento, ninguno de ellos ha dado resultados óptimos.
Además ninguno tiene en cuenta la problemática de los neonatos ni
la respiración líquida.
La patente de invención EP 2 154 596 describe un
dispositivo para respiración asistida de líquido con control de
volumen, fundamentalmente en pacientes extremadamente prematuros que
no se benefician de una respiración asistida con aire, basándose
este dispositivo en calcular el volumen líquido instilado en los
pulmones a partir de los volúmenes de un cilindro inspiratorio y un
cilindro espiratorio que inyectan o extraen respectivamente el
líquido portador de oxígeno de los pulmones del sujeto.
En 1953 Mead J. M. y Whittenberger J. (Physical
properties of Human Lungs Measured during Spontaneous Respiration.
Am Rev Respiratory Distress 1953; 5:779-796)
trataron el tema del cálculo de la mecánica pulmonar y la
importancia de su conocimiento para así poder ajustar los
parámetros del respirador, de tal forma que el resultado de la
terapia ventilatoria sea el óptimo. En este caso el método de
cálculo consistía en producir pausas respiratorias en ciertos
momentos del ciclo respiratorio para calcular los valores de la
resistencia de la vía aérea R_{aw}, de la distensibilidad
dinámica C_{Ldyn}, y de la de la presión final espiratoria
PEEP.
Los resultados obtenidos adolecían de una falta
de exactitud porque resultaba difícil realizar las paradas
exactamente en los mismos puntos en todas las respiraciones y además
porque no siempre es posible detener el flujo de aire al paciente,
sobre todo si este se halla intubado y anestesiado.
También se han propuesto métodos frecuenciales,
(Schmidt M., Foitzik B., Hochmuth O., Schmalisch G. Computer
simulation of the measured respiratory impedance in newborn infants
and the effect of the measurement equipment. Medical Engineering
& Physics 1998;20:220-228), pero hay que tener
en cuenta que para realizar un análisis en el dominio de la
frecuencia es necesario que la excitación del sistema o proceso
respiratorio sea senoidal, lo cual no se cumple en la práctica en
muchos casos, ya que el perfil del flujo respiratorio entregado por
el respirador es altamente irregular en función de las necesidades
respiratorias del paciente.
La técnica del análisis de Fourier y regresión
por mínimos cuadrados es aplicada por otros investigadores (Lorino
H., Lorino A. M., Harf A., Atlan G., Laurent D. Linear modeling of
ventilatory mechanics during spontaneous breathing. Computers and
Biomedical Research 1982,15:129-144.) a un modelo
lineal, pero aunque los resultados presentados son buenos, no se
tiene en cuenta en el cálculo la inertancia pulmonar
I_{RS}, cuya contribución para frecuencias de hasta 45
respiraciones por minuto (r.p.m.) es despreciable. Este valor, sin
embargo, no puede despreciarse cuando se aplica la terapia
ventilatoria de alta frecuencia, donde se utilizan frecuencias por
encima de los 110 r.p.m.
El estado de la técnica más próximo a esta
invención lo constituye la Patente US 6.068.602 (que constituye el
documento de prioridad de la patente EP 0 904 730), en la que se
utiliza un sensor de presión y un sensor de flujo dispuestos en la
vía respiratoria para determinar la presión instantánea y el flujo
de aire en la vía (a partir del flujo se obtiene el volumen de gas
en la vía).
A partir de estos valores y utilizando una
formula matemática (se utiliza una analogía a un circuito eléctrico
de acuerdo con las Leyes de Krirchoff) se obtienen la resistencia
en la vía aérea Rpn y la distensibilidad (Cl).
La formula utilizada sería la siguiente
Paw=P0+P1+P2+P3, donde:
- -
- Paw, es la presión instantánea en la vía, obtenida a partir de la medida del sensor.
- -
- P0, es la presión final residual en el pulmón.
- -
- P1, es un término que depende del volumen de gas de la vía V, obtenido a partir del sensor de flujo y de la distensibilidad pulmonar Cl.
- P1 = 1/Cl * V
- -
- P2, es un término que depende de la resistencia de la vía aérea Rpn. P2 = Rpn * Derivada de V
- -
- P3, es un término que depende de la inertancia pulmonar I.
- P3 = I * Derivada 2ª de V
La ecuación completa queda de la siguiente
manera:
Paw = P0 + 1/Cl
* V + Rpn * Derivada de V + I * Derivada 2ª de
V
En esta patente la resistencia de la vía aérea
no varía linealmente en función del flujo y de la presión en la vía
aérea. Por ello, se introduce una invariante exponencial (n) que
tiene en cuenta la variación de la resistencia de la vía aérea en
función del diámetro del tubo endotraqueal utilizado. En concreto,
se han estudiado cinco tubos endotraqueales (con diámetros de 2.5,
4.5, 5, 6 y 8.5) obteniendo un valor de n = 1,7.
El problema asociado a este método es que no
tiene en cuenta otros posibles diámetros de tubos endotraqueales
(especialmente los utilizados para los neonatos). Tampoco se tiene
en cuenta otros factores que afectan a la circulación del flujo de
aire que hacen variar la resistencia en la vía, como pueden ser la
presencia de mucosidad, posible constricción
bronco-alveolar del músculo liso o edema del tejido
alveolar. En esta patente por tanto la ecuación se resuelve para
tubos de diámetros concretos y limpios.
Para calcular los valores que definen la
mecánica pulmonar a partir de la ecuación citada, es decir, la
presión residual final P0, la resistencia en la vía aérea Rpn y la
distensibilidad pulmonar CI, se obtienen los datos en tres puntos
especiales del ciclo respiratorio y, en concreto, en un punto (T1)
en el cual el flujo es igual a 0 (al inicio de la fase de
espiración ), un segundo punto (T2) en el cual del flujo presenta su
máximo negativo, y un tercer punto (T3) correspondiente a un flujo
del 50% del máximo negativo.
El problema de este sistema es que resulta
difícil tomar los valores en estos tres puntos precisos, ya que la
medida está sujeta a perturbaciones cuando se utiliza en un paciente
real.
El dispositivo de monitorización del estado del
pulmón que constituye el objeto de esta invención permite
monitorizar los distintos parámetros relativos al pulmón (mecánica
pulmonar) de un paciente intubado y, en base a un modelo de
circuito eléctrico obtener valores precisos de las distintas
variables de la mecánica pulmonar del paciente, para así establecer
una terapia respiratoria adecuada eliminando la problemática
relacionada con el dispositivo de la Patente US 6.068.602.
El dispositivo de la invención está compuesto
por unos medios hardware y software capaces del procesamiento de
datos, que están conectados a unos sensores colocados antes del tubo
endotraqueal (o antes de la mascarilla). Estos sensores comprenden
un sensor de presión en la vía aérea y un medidor de flujo
bidireccional en la vía aérea. El dispositivo puede contar con una
pantalla en la cual suministra los datos al médico, o bien una
impresora, puede estar conectado al respirador, leyéndose los datos
en el propio respirador o puede ser una parte integrada en el
propio respirador.
Una de las diferencias fundamentales con
respecto al sistema citado en los antecedentes es, que en este caso
no se utiliza una invariante exponencial n, función de unos
diámetros concretos del tubo endotraqueal. Tampoco se miden los
valores en tres puntos concretos del ciclo respiratorio T1, T2, T3,
sino que se obtienen valores en todos los puntos del ciclo
respiratorio (el número de puntos depende de la velocidad del
rastreo el dispositivo), de forma que no es preciso tener en cuenta
si la resistencia varia de forma lineal o no y, por tanto, no se
necesita establecer la invariante exponencial n que tiene en cuenta
la variación no lineal de la resistencia.
De esta manera se obtiene un conjunto de i
valores para los datos de la mecánica pulmonar. Introduciendo estos
i valores en una ecuación de cuatro incógnitas (inertancia,
distensibilidad, resistencia y presión residual) se obtiene un
sistema superdeterminado, es decir con menos incógnitas que
ecuaciones, lo que permite obtener con gran precisión los valores
de las cuatro incógnitas. De esta forma no se necesita establecer
previamente ningún valor para la invariante exponencial n.
Al final el dispositivo comprueba los valores
obtenidos en la formula con los valores de flujo y presión obtenidos
en cada punto por los sensores, obteniendo un coeficiente de
correlación R. Si el coeficiente de correlación R es próximo a 1,
quiere decir que el valor aproximado y el valor real son idénticos
y, por tanto, la estimación es buena.
Se dispone un dispositivo de monitorización que
consta de un procesador y unos sensores de presión y de flujo que
se conectan a la salida del tubo endotraqueal introducido en el
conducto respiratorio del paciente.
Los sensores adquieren las señales a una
velocidad de hasta 100.000 muestras por segundo y después son
recogidas en forma de señal eléctrica por unos módulos adaptadores
acondicionadores que las filtran y estandarizan al rango de entre
0-5V. Posteriormente, son enviadas a un procesador
donde se realizan las operaciones de detección de respiraciones e
integración del flujo entrante para determinar el volumen de
intercambio.
Se obtiene un sistema de ecuaciones
superdeterminado que se resuelve utilizando una regresión múltiple
lineal, ya que la ecuación de referencia del modelo utilizado es la
clásica de un circuito eléctrico serie
R-L-C, muy utilizada en fisiología
pulmonar:
Esta ecuación eléctrica tiene su analogía
fisiológica en la ecuación que viene expresada por:
donde:
P_{aw} es la presión de la vía
aérea,
R_{RS} es la resistencia total,
I_{RS} es la inertancia total,
PEEP es la presión final cuasi -estática
espiratoria,
C_{L,dyn} es la distensibilidad
pulmonar dinámica, inversa de la elastancia (E) pulmonar
dinámica, y
V es el volumen de intercambio.
Claramente se pueden apreciar las analogías
existentes entre ambos sistemas, el eléctrico y el fisiológico:
\newpage
El método utilizado para la resolución de este
sistema superdeterminado por regresión lineal múltiple, consiste en
optimizar el resultado por medio de la aplicación del criterio de
tomar las desviaciones standard de las muestras. El hecho de optar
por esta técnica aprovecha la potencia de muestreo del sistema de
mecánica pulmonar y utiliza todos los datos generados en un ciclo
completo respiratorio.
Se toman n muestras en cada intervalo de un
ciclo respiratorio, con un total de k intervalos por ciclo. Con los
datos observados se obtiene el volumen de intercambio V y sus
derivadas primera y segunda.
La fórmula P_{aw} = 1 /
C_{L,dyn} \cdot V + R_{RS} \cdot
V' + I_{RS} \cdot V'' + PEEP se
modeliza de forma matricial dando lugar a un sistema de múltiple
regresión lineal:
Y =
H*B+E
donde:
la función Y consiste en una matriz que contiene
los datos de la presión de la vía aérea,
H comprende los datos x_{ij} del volumen de
intercambio V y sus derivadas primera y segunda,
B comprende los coeficientes que se pretende
calcular, que incluyen P_{aw}, R_{RS},
I_{RS} y PEEP, y
E es un valor residual.
\vskip1.000000\baselineskip
Para resolver la ecuación se recurre a minimizar
la diferencia entre la función Y y la función Y_{0} obtenida a
partir de los datos observados.
Y_{0} =
H_{0} *
B
donde los valores de la matriz
H_{0}
son:
en la que \sigma_{i} es una
desviación
standard;
\vskip1.000000\baselineskip
Una forma de minimizar la diferencia Y- Y_{0}
es aplicar el criterio de Chi cuadrado (\chi^{2})
Hay diferentes formas de minimizar \chi^{2},
una de ellas consiste en tomar su derivada parcial con respecto a
cada uno de los coeficientes e igualar la ecuación a cero
según:
En la aplicación se propuso la opción de poder
elegir entre diferentes algoritmos de factorización tales como:
Cholesky, Householder, Givens, y Givens rápido, de modo que puedan
probarse hasta conseguir la mejor aproximación a los datos
observados.
De esta forma se resuelve un sistema matricial
de 10.000 ecuaciones con 4 incógnitas, a saber:
Resistencia total de la vía aérea
R_{RS},
Distensibilidad pulmonar dinámica
C_{l,dyn},
Presión final positiva espiratoria
PEEP,
Inertancia pulmonar total I_{RS}
También se implementó un tratamiento estadístico
del error cometido, utilizando la media del error cuadrático de los
residuos que se definió como:
donde n es el número de
muestras.
\vskip1.000000\baselineskip
Si la dispersión de los datos alrededor de la
predicción lineal es de magnitud similar en todo el rango de los
datos y la distribución de esos puntos cerca de la línea es normal,
si se cumplen ambos criterios, una desviación standard para la
línea de regresión se puede determinar como:
donde:
S_{^{y}/_{x}} es llamado error standard
de la estimación, donde y/x designa que el error es para un
valor predicho de y, correspondiente a un valor particular
de x.
n es el número de muestras,
a es el número de coeficientes
estimados.
\vskip1.000000\baselineskip
Los conceptos anteriores sirven para cuantificar
la bondad del ajuste. Esto es particularmente útil para comparar
diferentes regresiones; pues para hacer esto se determina la suma
total de los cuadrados de los residuos entre los datos y la media,
en este caso, la variable dependiente y:
Esta cantidad fue designada como S_{t} (Chapra
S C, 1999). Esta es la cantidad del error residual asociado con la
variable dependiente antes de la regresión. Después de calcular la
regresión, se calculó S_{r} que es la suma de los cuadrados de
los residuos alrededor de la línea de regresión.
Este parámetro caracteriza el error residual que
queda después de la regresión.
La diferencia entre estas dos cantidades,
St - Sr, cuantifica la mejora o reducción del error
debido a que describe los datos en términos de una línea recta en
vez de un valor promedio. Como la magnitud de esta cantidad es
dependiente de la escala, la diferencia es normalizada a St
para obtener:
Aquí, R^{2}, se define como el coeficiente de
determinación y, R = \sqrt{R^{2}}, por tanto el coeficiente de
correlación. Si el coeficiente de correlación es próximo a 1 quiere
decir que el valor aproximado y el real son idénticos y por tanto
la estimación es buena.
Claramente se puede comprobar que al trabajar
con todos los parámetros involucrados en el comportamiento del
pulmón, la estimación de su estado es mucho más fiable que si se
recurre a métodos de predicción parciales. Resulta por tanto,
después de lo expuesto, que la incorporación de este dispositivo a
las terapias ventilatorias, de modo independiente, o incorporado a
un respirador puede optimizar el tratamiento de pacientes con
problemas respiratorios.
Los valores de los parámetros de la mecánica
pulmonar; volumen, flujo, presión adquiridas, las curvas
P-V y P-F así como el ajuste del
nivel de filtrado y error cometido en la estimación se pueden
mostrar de forma gráfica y numérica respiración a respiración.
También se pueden grabar todos estos valores en un fichero para
confeccionar posteriormente bases de datos que pueden ser muy útiles
para tratamientos estadísticos de los pacientes.
Claims (6)
1. Método de monitorización del estado pulmonar
de un paciente que se encuentra intubado mediante un tubo
endotraqueal caracterizado porque comprende las fases de:
- captación de la presión a la salida del tubo
endotraqueal en n muestras en cada intervalo de un ciclo
respiratorio, con un total de k intervalos por ciclo,
- captación del flujo de aire de respiración a
la salida del tubo endotraqueal en n muestras en cada intervalo de
un ciclo respiratorio, con un total de k intervalos por ciclo,
- cálculo de la resistencia de la vía aérea, de
la distensibilidad pulmonar dinámica, de la inertancia pulmonar y
de la presión final positiva espiratoria a partir de la presión y
del flujo de aire, en donde el cálculo de dicha resistencia de la
vía aérea, de dicha distensibilidad pulmonar dinámica, de dicha
inertancia pulmonar y de dicha presión final positiva espiratoria
se realiza resolviendo la ecuación:
donde:
P_{aw} es la presión de la vía
aérea,
R_{RS} es la resistencia de la vía
aérea,
R_{RS} es la inertancia pulmonar,
PEEP es la presión final positiva
espiratoria,
C_{L,dyn} es la distensibilidad
pulmonar dinámica, y
V es el volumen de intercambio
y donde la ecuación se modeliza de forma
matricial dando lugar a un sistema de múltiple regresión lineal
Y =
H*B+E
donde:
la función Y consiste en una matriz que contiene
los datos de la presión de la vía aérea,
H comprende los datos x_{ij} del volumen de
intercambio V y sus derivadas primera y segunda,
B son los coeficientes que se pretende calcular,
que incluyen P_{aw}, R_{RS}, I_{RS} y
PEEP, y
E es un valor residual:
en donde la ecuación se resuelve minimizando la
diferencia entre la función Y y la función Yo obtenida a partir de
los datos observados,
en la que Y_{0} = H_{0} * B, donde los
valores de la matriz H_{0} son:
en la que \sigma_{i} al es una
desviación
standard.
2. Método de monitorización del estado pulmonar
según reivindicación 1 en el que la minimización se realiza a
partir de igualar a cero la derivada parcial de
con respecto a cada uno de los
coeficientes
según:
3. Método de monitorización del estado pulmonar
según reivindicaciones anteriores en el que la bondad del método
se cuantifica por medio del coeficiente de correlación R =
\sqrt{R^{2}}, en el que R^{2} = \frac{S_{t} -
S_{r}}{S_{t}}
donde S_{t} = \sum (y_{i} -
y)^{2} determina la suma total de los cuadrados de los
residuos entre los datos y la media de la variable dependiente
y,
donde S_{r} es la suma de los cuadrados de los
residuos alrededor de la línea de regresión,
en el que si el coeficiente de correlación es
próximo a 1 quiere decir que el valor aproximado y el real son
idénticos y por tanto la estimación es buena.
4. Dispositivo de monitorización del estado
pulmonar de un paciente que se encuentra intubado mediante un tubo
endotraqueal caracterizado porque comprende:
- un sensor de presión adaptable al tubo
endotraqueal, que capta la presión a la salida de éste tomando
datos de presión de n muestras en cada intervalo de un ciclo
respiratorio, con un total de k intervalos por ciclo,
- un sensor de medida adaptable al tubo
endotraqueal que capta el flujo de aire de respiración a la salida
del tubo endotraqueal tomando datos de flujo de aire en n muestras
en cada intervalo de un ciclo respiratorio, con un total de k
intervalos por ciclo,
- un procesador conectado al sensor de presión y
al sensor de flujo de aire que calcula la resistencia de la vía
aérea, de la distensibilidad pulmonar dinámica, de la inertancia
pulmonar y de la presión final positiva espiratoria a partir de la
presión y del flujo de aire, resolviendo la ecuación:
donde
P_{aw} es la presión de la vía
aérea,
R_{RS} es la resistencia de la vía
aérea,
I_{RS} es la inertancia pulmonar,
PEEP es la presión final positiva
espiratoria,
C_{L,dyn} es la distensibilidad
pulmonar dinámica, y
V es el volumen de intercambio
en donde la ecuación se modeliza de forma
matricial dando lugar a un sistema de múltiple regresión lineal
Y =
H*B+E
donde:
la función Y consiste en una matriz que contiene
los datos de la presión de la vía aérea,
H comprende los datos x_{ij} del volumen de
intercambio V y sus derivadas primera y segunda,
B son los coeficientes que se pretende calcular,
que incluyen P_{aw}, R_{RS}, I_{RS} y
PEEP, y
E es un valor residual;
y donde la ecuación se resuelve minimizando la
diferencia entre la función Y y la función Yo obtenida a partir de
los datos observados,
en la que Y_{0} = H_{0} * B, donde los
valores de la matriz H_{0} son:
en la que \sigma_{i} es una
desviación
standard.
5. Dispositivo de monitorización del estado
pulmonar según reivindicaciones 8 a 10 en el que la minimización
se realiza a partir de igualar a cero la derivada parcial de
con respecto a cada uno de los
coeficientes
según:
6. Dispositivo de monitorización del estado
pulmonar según reivindicaciones 7 a 11 en el que la bondad del
método se cuantifica por medio del coeficiente de correlación R =
\sqrt{R^{2}}, en el que R^{2} = \frac{S_{t} -
S_{r}}{S_{t}}
donde S_{t} = \sum (y_{i} -
y)^{2} determina la suma total de los cuadrados de los
residuos entre los datos y la media de la variable dependiente
y
donde S_{r} es la suma de los cuadrados de los
residuos alrededor de la línea de regresión,
en el que si el coeficiente de correlación es
próximo a 1 quiere decir que el valor aproximado y el real son
idénticos y por tanto la estimación es buena.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| ES200603096A ES2330067B1 (es) | 2006-12-04 | 2006-12-04 | Metodo y dispositivo de monitorizacion del estado del pulmon. |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| ES200603096A ES2330067B1 (es) | 2006-12-04 | 2006-12-04 | Metodo y dispositivo de monitorizacion del estado del pulmon. |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| ES2330067A1 ES2330067A1 (es) | 2009-12-03 |
| ES2330067B1 true ES2330067B1 (es) | 2010-08-30 |
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Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| ES200603096A Active ES2330067B1 (es) | 2006-12-04 | 2006-12-04 | Metodo y dispositivo de monitorizacion del estado del pulmon. |
Country Status (1)
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| JP2003504092A (ja) * | 1998-03-05 | 2003-02-04 | バテル・メモリアル・インスティテュート | 肺投薬システムおよび方法 |
| US7282032B2 (en) * | 2003-06-03 | 2007-10-16 | Miller Thomas P | Portable respiratory diagnostic device |
-
2006
- 2006-12-04 ES ES200603096A patent/ES2330067B1/es active Active
Also Published As
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| ES2330067A1 (es) | 2009-12-03 |
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| EC2A | Search report published |
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Ref document number: 2330067B1 Country of ref document: ES |